JP3964961B2

JP3964961B2 - Image reconstruction method for computed tomography apparatus operating with spiral actuation

Info

Publication number: JP3964961B2
Application number: JP16849797A
Authority: JP
Inventors: ヴァルシュレーガーハインリッヒ
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 1996-06-27
Filing date: 1997-06-25
Publication date: 2007-08-22
Anticipated expiration: 2017-06-25
Also published as: JPH1057369A; US5875225A; DE19625863A1; DE19625863C2

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、第１の発明では、コンピュータ断層撮影装置の作動中に診断対象を収容する患者用寝台を具備し、更に、コンピュータ断層撮影装置の作動中に患者の周りを回転する測定システムを具備し、測定システムはＸ線源と、これに対向して位置するＸ線受信機とを有し、コンピュータ断層撮影装置の作動中にＸ線源からＸ線束が放射され、Ｘ線束はＸ線受信機に当り、更に、コンピュータ断層撮影装置の作動中にＸ線受信機から供給され診断対象のスパイラル減弱値に相応する測定信号を評価する計算装置を具備するスパイラル作動で動作するコンピュータ断層撮影装置のための画像再構成方法に関する。この方法は、診断対象の平面スライスの画像を再構成するため、診断対象の周りで測定システムを回転することにより得られるスパイラル減弱値において平面スライスの減弱値を求める。
【０００２】
第２の発明では、コンピュータ断層撮影装置に関する。
【０００３】
【従来の技術】
コンピュータ断層撮影装置では、スパイラルスキャン、すなわち診断対象のスライスのスパイラル減弱値の検出は、実際の用途のために重要な標準技術となっている（例えばＷｉｌｌｙ．Ａ．Ｋａｌｅｎｄｅｒ著“スパイラルＣＴの原理及びパーフォマンス”（Ｌ．Ｗ．Ｇｏｌｄｍａｎ及びＪ．Ｂ．Ｆｏｗｌｋｅｓ編集“医学ＣＴ及び超音波：現在の技術およびアプリケーション”，３７９〜４１０頁，ＡｄｖａｎｃｅｄＭｅｄｉｃａｌＰｕｂｌｉｓｈｉｎｇ，１９９５）参照）。スパイラル減弱値の検出は通常は放射線医学的測定システムにより行われ、測定システムは連続的に、患者用寝台に横臥している診断対象の周りを動き、診断対象を有する患者用寝台は大部分の場合には一定且つ連続的な寝台前送り速度で測定システムに対して例えば図１の直交座標系のｚ方向で動く。図１はこれに関連して、測定システム及び患者用寝台を有するコンピュータ断層撮影装置を示す。放射線医学的測定システムに対する患者用寝台の相対運動に起因して、診断対象の周りを放射線医学的測定システムは連続的にスパイラル状にスキャン運動し、従って放射線医学的撮影の際にスパイラル減弱値は異なるｚ位置に対して発生する。スパイラル減弱値のデータセットのｚ座標は、診断する対象に対する、スパイラル減弱値に相応する測定スライスの相対的位置を表す。患者用寝台の運動は、ここでの場合には測定平面に対してほぼ直角に行われ、測定平面は放射線医学的システムにより定められる（図１参照）。
【０００４】
スパイラル走査を有するコンピュータ断層撮影装置は例えば米国特許第５４７３６５８号明細書から公知であり、この場合、計算機は基準投影の平面の中の最初の画像と補助画像とから反復的に、最初の画像からｄ／Ｎ₂ _πの間隔で新画像を計算する。ｄはスライス厚であり、Ｎ₂ _πは円周角２πでの投影の数であり、それぞれの画像に対してスライス厚ｄの領域からのデータのみが使用される。
【０００５】
従来の平面的コンピュータ断層撮影に対するスパイラルコンピュータ断層撮影の重要な利点は、第一に、所与の体積を迅速に走査でき、第二に、診断対象のスライスからの再構成する画像の位置及び間隔をスパイラル減弱値の測定とは無関係に選択できる、すなわちスパイラル減弱値の測定の後でも選択できることにある。スパイラルコンピュータ断層撮影では前述のように異なるｚ位置に対するスパイラルデータが発生し、しかし画像計算のための公知の再構成アルゴリズムは通常は、測定システムの一定の前記位置において発生する減弱値によってのみしか動作しないので、いわゆるスパイラルアルゴリズムを用いてスパイラル減弱値からの実際の画像再構成の前に、診断対象の平面的スライスに相応する減弱値が形成されなければならない。
【０００６】
これまで開発されたスパイラルアルゴリズムは補間法及び重み付け法である。補間法は平面データセットのための減弱値を通常は、診断対象の相応するスライスの画像を再構成する際に用いる所望の画像平面の前のスパイラル減弱値と、所望の画像平面の後ろのスパイラル減弱値とから計算する。重み付け法は通常は補間法からの計算ステップを分類し直すことにより導出される。スパイラルアルゴリズムは、とりわけノイズ振幅とスライス感度プロフィルに影響を与えることにより、検査対象の平面スライスの再構成画像の画像品質に対して影響を及ぼす。なお、スライス感度プロフィルとは、スライス厚方向における厚さの非常に薄い対象のディテールが、システム軸線（図１の回転軸Ａを参照）に平行な軸線に沿ったその位置に応じて、どのようなコントラストで再構成画像内に描写されるかを示すものである。ノイズがスパイラルアルゴリズムに依存して従来の撮影の場合に比してより大きい場合もより小さい場合もあるのに対して、スライス感度プロフィルは通常は従来の撮影の場合に比してより広幅である。これに関して図２はスライス絞り幅ｄにおいてスライス感度プロフィルＥ_Sの拡がりを理想の方形スライス感度プロフィルＥ_iに対比し、相対的感度が、測定システムの位置を横軸にとり縦軸に示されている。焦点１３から放射されるＸ線束４は第２の絞り１４を用いて検出器１５に絞られて照射される。スライス厚さの外にスライス感度プロフィルの経過もＣＴシステムの画像品質の判断に必要であることが分かり、この場合、スライス感度プロフィルの側縁が急峻である程、診断対象の所望のスライスの再構成画像への隣接スライスの寄与は小さくなり、スライスの端縁で検出される対象ディテールによる後に説明する画像の部分体積アーチファクトの発生も小さくなる。これまで公知の方法（Ｗｉｌｌｙ．Ａ．Ｋａｌｅｎｄｅｒ著"スパイラルＣＴの原理及びパーフォマンス"（Ｌ．Ｗ．Ｇｏｌｄｍａｎ及びＪ．Ｂ．Ｆｏｗｌｋｅｓ編集"医学ＣＴ及び超音波：現在の技術およびアプリケーション"，３７９〜４１０頁，ＡｄｖａｎｃｅｄＭｅｄｉｃａｌＰｕｂｌｉｓｈｉｎｇ，１９９５）参照）は、実質的に、補間パートナの間隔と補間関数の種類とにより差別化されている。しかし実際の上ではこれらの方法はいくつかの欠点を有し、これにより、スパイラルコンピュータ断層撮影装置の前述の利点が充分には発揮されない。
【０００７】
例えばいくつかの高コントラスト対象又はその部分、例えば骨が部分的にしか測定スライスの中に突出していない場合、いわゆる部分体積アーチファクトが発生し、部分体積アーチファクトは対象部分及びその周囲のスパイラル減弱値の変化として現れ、対象輪郭も変化することがある。このアーチファクトは、測定に利用されるスライスの厚さが広幅である程より頻繁に発生する。スライス幅の低減によりアーチファクトの発生は低減するが、しかしノイズ振幅が増加する。
【０００８】
更に、これまで公知のスパイラルアルゴリズムは、再構成画像の中のノイズ振幅も、３次元画像再構成におけるノイズ振幅も、ｚ方向においてある程度強く不均一に変調する特性を有し、これは、画像観察の際に非常に邪魔であり、医者の誤りの解釈の原因となる。
【０００９】
その上、これまで公知のスパイラルアルゴリズムにより、異なるスライス厚を有する対象体積の複数の部分を評価する場合、Ｘ線源の前の絞りを異なって調整して、すなわち異なるスライス絞り幅ｄで（図２参照）それぞれ付加的な測定を行う必要があり、これにより診断対象の被爆量が増加する。これはとりわけ、診断対象の領域の３次元表示の計算において好ましくない、何故ならば分解能の異方性が発生する。
【００１０】
これまで公知のスパイラルアルゴリズムの前述の欠点を、画像の平均化により除去する試みは実際の上で失敗した、その理由は、このために必要な長い画像計算時間にある、すなわちこの長い画像計算時間は、瞬時画像を求めること、すなわち計算された画像を測定動作の終了直後に提供することの妨げとなる。
【００１１】
【発明が解決しようとする課題】
本発明の課題は、診断対象のスライスの再構成画像における部分体積アーチファクト、ノイズ不均一性及び分解能の異方性が回避または低減され、画像の再構成のための計算時間が短縮されるように冒頭に記載の形式の方法を形成することにある。
【００１２】
【課題を解決するための手段】
上記課題は本発明により、第１の発明では、
ａ）コンピュータ断層撮影装置（１）の作動中に診断対象（Ｐ）を収容する患者用寝台（６）を具備し、
ｂ）更に、コンピュータ断層撮影装置の作動中に患者（６）の周りを回転する測定システムを具備し、測定システムはＸ線源（３）と、これに対向して位置するＸ線受信機（５）とを有し、コンピュータ断層撮影装置（１）の作動中にＸ線源（３）からＸ線束（４）が放射され、Ｘ線束（４）はＸ線受信機（５）に当り、
ｃ）更に、コンピュータ断層撮影装置（１）の作動中にＸ線受信機（５）から供給され診断対象（Ｐ）のスパイラル減弱値Ｓ（α，β）に相応する測定信号を評価する計算装置（８）を具備する
スパイラル作動で動作するコンピュータ断層撮影装置のための画像再構成方法において、
ｄ）コンピュータ断層撮影装置（１）の作動中に患者用寝台（６）及び測定システム（３、５）が互いに相対的に位置調整され、
【００１３】
【外５】

【００１４】
【数２】

【００１５】
【外６】

【００１６】
第２の発明では、
スパイラル作動で動作し、画像再構成の際に請求項１から４までのいずれか１項記載の方法で動作する電子計算装置（８）を有することにより解決される。
【００１７】
付加的な自由度、すなわち重畳の数Ｎ_S、重畳の間隔α_S及び第ｋの重畳寄与値の強度ｇ_kの導入により生成されるスパイラルアルゴリズムは、これまで公知のスパイラルアルゴリズムの前述の欠点を除去又は少なくとも軽減する。式２により表されるスパイラルアルゴリズムにより、これまでの従来の技術に比して更に利点が得られる、すなわち計算が生データ（測定データ）で行われることにより診断対象のスライスの再構成される画像を、医者が診断に必要な数得ることができる。これにより、このような重畳画像のための計算時間は、医者が診断対象のスライス画像の中のディテールを認識するために平面スパイラルコンピュータ断層撮影においてはしばしば必要である画像の従来の重畳に比して係数Ｎ_Sだけ短縮される。更に時間面での利点が、本発明の重畳方法の厚い有効スライス厚に起因してある特定の対象体積を処理するために、薄いスライス厚を有する従来の方法のスパイラル画像に比して大幅に小さい数の画像しか必要でないことにより得られる。従って医者が診断に必要な時間も大幅に短縮し、書類形成コストも低減される。例えばＷｉｌｌｙ．Ａ．Ｋａｌｅｎｄｅｒ著“スパイラルＣＴの原理及びパーフォマンス”（Ｌ．Ｗ．Ｇｏｌｄｍａｎ及びＪ．Ｂ．Ｆｏｗｌｋｅｓ編集“医学ＣＴ及び超音波：現在の技術およびアプリケーション”，３７９〜４１０頁，ＡｄｖａｎｃｅｄＭｅｄｉｃａｌＰｕｂｌｉｓｈｉｎｇ，１９９５）から公知の１８０ＬＩと呼称される補間アルゴリズム（１８０゜線形補間）を選択する場合、すなわちこの補間アルゴリズムは補間のために、Ｘ線源とＸ線受信機とから成る測定システムの１８０゜で互いに対向して位置する位置で測定されるデータを使用し、Ｎ_S＝４，α_S＝π及びｇ₁＝ｇ₂＝ｇ₃＝ｇ₄＝０．２５であり、この場合、本発明の方法による所与の体積の処理のための画像の数および計算時間は、薄いスライス厚のスパイラル画像に比して約係数４だけ低減される。
【００１８】
本発明の方法の１つの変形では次のパラメータの選択が行われている。
【００１９】
重畳の数Ｎ_S＝２
重畳の間隔 α_S＝π
第ｋの重畳寄与値の強度ｇ₁＝ｇ₂＝０．５
従って画像再構成は次の方法を使用して行われる。
【００２０】
【数３】

【００２１】
ただし、α∈［０；α_G＋π］である。
【００２２】
この重畳方法では診断対象のスライスの再構成画像におけるノイズ振幅の空間的変調、すなわちノイズ不均一性は、式１による出発点の方法に比して大幅に低減される。
【００２３】
本発明の別の１つの変形では次のパラメータが使用される。
【００２４】
【外７】

【００２５】
【数４】

【００２６】
【外８】

【００２７】
【外９】

【００２８】
【外１０】

【００２９】
ただし、
α∈［０；２π］、
Ｎ（α）＝ｃｅｉｌ［（α_W−α）／（２π）］
であり、ｃｅｉｌ（ｘ）はｘより大きい最小整数である。
【００３０】
【外１１】

【００３１】
本発明の方法を実施するコンピュータ断層撮影装置はスパイラル作動で動作し、本発明の方法のうちの１つによる画像再構成において動作する計算装置を有し、次のパラメータすなわち重畳の数Ｎ_S、重畳の間隔α_S及び第ｋの重畳寄与値の強度ｇ_kは互いに無関係に設定可能である。次のパラメータすなわち重畳の数Ｎ_S、重畳の間隔α_S及び第ｋの重畳寄与値の強度ｇ_kを変化することにより例えばノイズ振幅を、診断対象のスライスの再構成する画像における測定スパイラル減弱値と無関係に設定できる。更に、スライス絞り幅ｄ（図２も参照）に所属する有効スライス厚ｄ_effは、再構成する画像における測定スパイラル減弱値とは無関係に設定できる。これは、診断対象のスライス画像の３次元再構成に関連して重要であり、適切な平面への換算においても重要である。何故ならばこれにより、軸線方向（ｚ方向）での画像分解能を画像平面すなわちスライスの平面の中の画像分解能に整合することが可能となるからである。これを実現するために、所与の再構成核に適するパラメータ化された重畳方法だけを適用するだけでよく、これにより画像分解能の３次元等方性が達成される。
【００３２】
本発明の１つの実施の形態が添付図面に示されている。
【００３３】
【発明の実施の形態】
次に本発明を実施の形態に基づき図を用いて詳細に説明する。
【００３４】
【外１２】

【００３５】
患者Ｐの放射線医学的診断を行うために測定システム３，５は測定領域１０の周りを回転し、測定領域１０の中に患者Ｐが位置する。これを実現するために電動機１２が回転テーブル１１を駆動する。実質的に図１の記載の直交座標系のｚ方向に走行する回転軸線は、ファンＸ線束４にほぼ直角であり、Ａにより示されている。放射線医学的診療の間に患者用寝台６は、患者用寝台６に横臥する患者Ｐと一緒に通常は連続的に一定のテーブル前送り速度Ｚ_Uで、図１に記載の座標系のｚ方向に動く。患者用寝台６の、実質的に図１に記載の直交座標系のｘｙ平面の中で動く放射線医学的測定システム３，５に対する相対運動に起因して患者Ｐの周りの放射線医学的測定システム３，５の連続スパイラル状スキャン運動が得られ、Ｘ線発生器７から給電されるＸ線源３はスキャン運動の間にわたり持続的Ｘ線照射作動される。このようにして投影（減弱プロフィル）は患者Ｐのスライスにより受取られ、測定データ（スパイラル減弱値）の所属のデータセットはＸ線受信機５から計算装置８に供給され、計算装置８はデータセットを緩衝記憶し評価する。
【００３６】
【外１３】

【００３７】
最後に計算装置８では、形成されたデータセットから所定画素の減弱係数が計算され、モニター９に画像として再生される。従ってモニター９には、患者ＰのＸ線透過されたスライスの画像が現れる。
【００３８】
【外１４】

【００３９】
Ｓ（α，β）＝ｇ（α，β）Ｓ（α＋α_r−０．５α_G，β）（１）
Ｓ（α，β）は、投影角度αを有する投影のファン角度βを有するチャネルの中のスパイラル減弱値であり、ファン角度βは、ファンＸ線束４の中央に位置し必ずしもＸ線受信機５の検出器素子を貫通して走行する必要はない線Ｌを基準として表される。
【００４０】
【外１５】

【００４１】

による前述の方法１８０ＬＩを挙げる。式６のプラス記号はα＜π＋β_Fにおいて成立ち、マイナス記号はα≧π＋β_Fに対して成立ち、β_Fは全ファン角度であり、α_G＝２（π＋β_F）は最大投影角度であり、ただしこれらは方法１８０ＬＩにおいてである。
【００４２】
公知の方法ではそれぞれただ１つのスパイラル重みが考慮されるのに対して、本発明の方法では複数のスパイラル重みの重畳が行われる。従って付加的なパラメータとして重畳の数Ｎ_S、重畳の間隔α_S及び第ｋの重畳寄与値の強度ｇ_kが得られる。従って、式１による任意の重み付け方法から出発して、本発明の重畳方法の最も一般的場合において、
【００４３】
【数５】

【００４４】
が成立つ。
【００４５】
【外１６】

【００４６】
投影角度αは本発明の方法ではこの場合には０からα_W＝α_G＋２α_Sまで走行し、この角度区間において連続的に投影が患者Ｐのスライスにより受取られる。重畳の間隔α_Sは計算の場合に依存して自由に選択可能であり、２π（ΔＺ_S／Ｚ_U）にしたがって計算され、ΔＺ_Sは、再構成する画像の画像間隔、Ｚ_Uは、図１に記載の座標系のｚ方向での回転軸線Ａすなわち患者Ｐの周りの測定システム３，５の１回転毎の患者用寝台の寝台前送り距離である。スパイラル重みｇ（α，β）には重畳寄与値ｇ_kにより異なる相対的重みが割当てられる。ただし、重畳寄与値ｇ_kの和は１である。
【００４７】
【外１７】

【００４８】
【数６】

【００４９】
重畳寄与値ｇ₁〜ｇ₃がすべて同一の値を有する必要はなく、１／３とは異なる値をとることもでき、その際、前述のように重畳寄与値の和は１でなければならない。
【００５０】
式２による一般的な本発明の重畳方法から出発して種々の特徴表現が存在し、これらの表現は、次のパラメータすなわち重畳の数、重畳の間隔及び第ｋの重畳寄与値の強度を異なって選択することにより特別の特性を有し、別の画像結果へ導く。
【００５１】
例えば重畳の数Ｎ_S＝２、重畳の間隔α_S＝π及び第ｋの重畳寄与値の強度ｇ₁＝ｇ₂＝０．５を選択すると次の方法、
【００５２】
【数７】

【００５３】
が得られ、この方法では式１による出発点の方法に対してノイズ振幅の空間的変調が大幅に低減される。例えば図５に概略的に示されているように、Ｘ線源３の位置ａでのスパイラル減弱値の撮影でのノイズ振幅（ＲＡ）が、当該の測定領域１０の中心Ｍから間隔Ｒを有する半径ｒの円形領域Ｂの中ではハイ（ＲＡＨ（ａ））であり、同様に半径ｒを有し同様に当該測定領域１０の中心からの間隔Ｒを有する円形領域Ｃの中ではロー（ＲＡＮ（ａ））であり、円形領域Ｂ及びＣの中心が、測定領域１０の中心Ｍを通る１つの共通の直線の上に位置する場合、Ｘ線源３がα_S＝πだけ回転し、Ｘ線源３が位置ｂに位置すると、丁度逆になる（Ｂ＝ＲＡＮ（ｂ），Ｃ＝ＲＡＨ（ｂ））。
【００５４】
【外１８】

【００５５】
更に、次のパラメーすなわち重畳の数Ｎ_S、重畳の間隔α_S及び第ｋの重畳寄与値の強度ｇ_kを本発明の重畳方法により相応して選択することにより、再構成する画像のノイズ振幅をスパイラル減弱値Ｓ（α，β）の測定とは無関係に設定できる。例えばＮ_S＝２、α_S＝２π・ξ（０≦ξ≦０．５）及びｇ₁＝ｇ₂＝０．５を選択すると次の方法を得る。
【００５６】
【数８】

【００５７】
ただし投影角度αは０からα_W＝α_G＋２π・ξまで走行する。このようにしてパラメータξによりノイズ振幅を変化できる。例えば患者Ｐのスライスの平面基準画像、すなわち測定システム３，一定のｚ位置においてノイズ振幅σ₀を有する５個の測定された減弱値からスライスの画像が求められた場合、式８による重畳方法により、例えば１８０ＬＩを用いて次式のノイズ振幅が得られる。
【００５８】
【数９】

【００５９】
パラメータξを式１０により選択するとする。
【００６０】
ξ_T＝(1/3)＋(2/3)cos｛(1/3)arccos(-1/8)＋(3π/4)｝＝0.3612 （１０）
この場合、式８による重畳方法を使用しての患者Ｐのスライスの再構成画像のノイズ振幅は、基準画像のノイズ振幅と同一の大きさである。この場合、基準画像とは、同一の対象（患者Ｐ）での画像の測定及び計算により得られるスライス絞り幅、フィルタリング、管電圧、管電流、ズーム、画像中心及び再構成核の値が、式８を使用しての再構成画像におけるのと同一の値である画像が選択される。
【００６１】
更に、次のパラメータすなわち重畳の数Ｎ_S、重畳の間隔α_S及び第ｋの重畳寄与値の強度ｇ_kを相応して選択することにより、スライス絞り幅ｄに所属する有効スライス厚ｄ_effを測定スパイラル減弱値Ｓ（α，β）とは無関係に、再構成する画像の中に設定することができる。前述の場合と同様にＮ_S＝２、α_S＝２π・ξ（０≦ξ≦０．５）及びｇ₁＝ｇ₂＝０．５を選択すると、式８による重畳方法により１８０ＬＩの場合には、スライス絞り幅ｄ（図２参照）に相応する寝台前送り距離Ｚ_U＝ｄにおいて次の有効スライス厚が得られる。
【００６２】
ｄ_eff＝{１／(１−ξ)}{(１／４)(１＋ξ)²−(３／２)ξ＋３／４}ｄ (11)
この場合、パラメータξを変化することにより有効スライス厚ｄ_effを変化できる。前述のようにこれは、３次元画像の再構成に関連して及び適切な平面に換算する場合に重要である、何故ならばこれにより、軸線方向（ｚ方向）での画像の分解能を画像平面（ｘｙ平面）の中の画像の分解能に整合できるからである。
【００６３】
【外１９】

【００６４】
【数１０】

【００６５】
【外２０】

【００６６】
前述のようにこの方法により、小さいスライス絞り幅ｄによる小さいアーチファクト振幅と、２倍の大きさのスライス絞り幅による方法の小さいノイズ振幅とが得られる。その上、ノイズ振幅の不均一性も低減される。例１８０ＬＩをこの重畳方法に適用すると、ノイズ振幅σ₀を有する前述の基準画像に対して次式のノイズ振幅が得られる。
【００６７】
ｐ＝１において、
【００６８】
【数１１】

【００６９】
ただしｐ（ピッチ）はディメンションのない寝台前送りである。
【００７０】
寝台前送り距離Ｚ_U＝ｐｄにおいて有効スライス厚はこの例において次式により表せる。
【００７１】
【数１２】

【００７２】
本発明の方法に依拠して画像計算時間を、患者Ｐのスライスの通常の３６０゜画像の画像計算時間に低減できる、すなわちこれは次式５による重み付けされた減弱値を累算することにより実現される。
【００７３】
【数１３】

【００７４】
【外２１】

【００７５】
図６は、Ｎ_S＝３を有する重み付けされたスパイラル減弱値の累算での計算時間を低減する１つの例を示す。α_W＝７πに起因して明らかに０≦α＜πにおいてＮ（α）＝４、π≦α＜２πにおいてＮ（α）＝３である。
【００７６】
【外２２】

【００７７】
従って、本発明の重畳方法に起因して患者の被爆量及び滞在時間を、従来のスパイラルアルゴリズムによってでは不可能であったスパイラルコンピュータ断層撮影装置における異なる用途において低減できる。例えば、異なる幅のスライス感度プロフィル（例えば同一の体積の中の軟質部分診断及び骨診断）が解明のために必要な課題において骨診断を、式１による出発点の方法の画像により行うことが可能である。同一のデータセットからＮ_S＝４，α_S＝π・ｄ_eff／Ｚ_U及びｇ₁〜ｇ₄＝０．２５の方法により計算された画像で軟質部分診断を行うことができる。患者は、より大きいスライス厚での第２の測定のためのＸ線に曝されず、第２の測定の時間の間にわたり寝台に横臥していないですむ利点を得る。
【００７８】
更に、互いに隣接する体積部分の中に異なる幅のスライス感度プロフィルが必要である場合に時間低減に関する利点が得られる。この場合、体積全体にわたる撮影がただ１つの（薄い）スライスにより行うことができ、画像計算の際にはそれぞれの体積部分に対して適切な有効スライス厚を選択できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の重畳方法を実行するコンピュータ断層撮影装置の略図である。
【図２】Ｘ線束の適切な検出器近傍での絞り幅によるによる可及的方形のスライス感度プロフィルの形成と、スパイラルＣＴでのスライス感度プロフィルの広幅化を示す略線図である。
【図３】軸線方向（ｚ方向）での患者のスライスの再構成画像の間隔Δｚ_Sを説明する略線図である。
【図４】Ｎ_S＝３でのスパイラル重みの重畳を有する本発明の重畳方法の１つの例を説明する略線図である。
【図５】本発明の方法の１つの変形による再構成する画像の中のノイズ不均一性を低減する方法を説明する線図である。
【図６】重み付けされたスパイラル減弱値の累算での計算時間を低減する１つの例を説明する線図である。
【符号の説明】
Ａ回転軸線
Ｂ，Ｃ円形領域
ｄスライス絞り幅
ｄ_eff 有効スライス幅
Ｅ_i 理想のスライス感度プロフィル
Ｅ_S スパイラルＣＴでのスライス感度プロフィル
ｇ（α，β）スパイラル重み
Ｌ線
Ｍ中心点
Ｐ患者
ｒ半径
Ｒ間隔
ＲＡＨノイズ振幅ハイ
ＲＡＮノイズ振幅ロー
α_S 重畳の間隔
α_G 従来の重み付け方法の方法に依存する最大投影角度
α_W 本発明の重畳方法の方法に依存する最大投影角度
α_r 基準投影の投影角度
β ファン角度
【外２３】

Ｓ（α，β）スパイラル減弱値
ｚ_r 基準投影のｚ位置
１コンピュータ断層撮影装置
２焦点
３Ｘ線源
４Ｘ線束
５Ｘ線受信機
６患者用寝台
７Ｘ線発生器
８計算時間
９モニター
１０測定領域
１１回転テーブル
１２電動機
１３焦点
１４絞り
１５検出器[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The first aspect of the present invention includes, in the first aspect of the invention, a patient bed that accommodates a diagnostic object during operation of the computed tomography apparatus, and further includes a measurement system that rotates around the patient during operation of the computed tomography apparatus. The measurement system has an X-ray source and an X-ray receiver positioned opposite to the X-ray source, and the X-ray flux is radiated from the X-ray source during operation of the computed tomography apparatus. A computer tomography apparatus that operates in a spiral operation, further comprising a calculation device that evaluates a measurement signal that is supplied from an X-ray receiver and that corresponds to the spiral attenuation value to be diagnosed during operation of the computer tomography apparatus. The present invention relates to an image reconstruction method. This method reconstructs an image of a planar slice of the diagnostic object and determines the attenuation value of the planar slice in a spiral attenuation value obtained by rotating the measurement system around the diagnostic object.
[0002]
The second invention relates to a computed tomography apparatus.
[0003]
[Prior art]
In computed tomography apparatus, spiral scanning, i.e., detection of spiral attenuation values in slices to be diagnosed, has become an important standard technique for practical applications (e.g., by Willy A Kalender, "The Principles of Spiral CT and “Performance” (edited by LW Goldman and JB Fowles, “Medical CT and Ultrasound: Current Technology and Applications”, pages 379-410, Advanced Medical Publishing, 1995). Spiral attenuation values are usually detected by a radiological measurement system, which moves continuously around the diagnostic object lying on the patient bed, and most patient beds with diagnostic objects are In some cases, it moves relative to the measurement system at a constant and continuous bed advance rate, for example in the z direction of the Cartesian coordinate system of FIG. FIG. 1 shows in this connection a computed tomography apparatus having a measurement system and a patient bed. Due to the relative movement of the patient couch with respect to the radiological measurement system, the radiological measurement system continuously scans in a spiral around the diagnostic object, so the spiral attenuation value during radiological imaging is Occurs for different z positions. The z-coordinate of the spiral attenuation value data set represents the relative position of the measurement slice corresponding to the spiral attenuation value with respect to the object to be diagnosed. The movement of the patient bed is here approximately perpendicular to the measurement plane, which is defined by the radiological system (see FIG. 1).
[0004]
A computed tomography device with spiral scanning is known, for example, from U.S. Pat. No. 5,473,658, in which the computer repeats from the first image, repeatedly from the first and auxiliary images in the plane of the reference projection. New images are calculated at intervals of d / N ₂ _π . d is the slice thickness, N ₂ _π is the number of projections at the circumferential angle 2π, and only data from the region of slice thickness d is used for each image.
[0005]
The key advantages of spiral computed tomography over conventional planar computed tomography are, firstly, that a given volume can be scanned quickly, and secondly, the position and spacing of the image to be reconstructed from the slice to be diagnosed. Can be selected independently of the measurement of the spiral attenuation value, that is, it can be selected even after the measurement of the spiral attenuation value. Spiral computed tomography generates spiral data for different z-positions as described above, but known reconstruction algorithms for image calculations usually only work with attenuation values that occur at certain positions in the measurement system. Therefore, before the actual image reconstruction from the spiral attenuation value using a so-called spiral algorithm, an attenuation value corresponding to the planar slice to be diagnosed must be formed.
[0006]
The spiral algorithms developed so far are the interpolation method and the weighting method. Interpolation methods typically use attenuation values for the plane data set, spiral attenuation values before the desired image plane, and spirals behind the desired image plane, used in reconstructing the image of the corresponding slice to be diagnosed. Calculate from the attenuation value. The weighting method is usually derived by reclassifying the calculation steps from the interpolation method. The spiral algorithm affects the image quality of the reconstructed image of the planar slice to be examined, among other things by affecting the noise amplitude and the slice sensitivity profile. Note that the slice sensitivity profile is how the detail of a very thin object in the slice thickness direction depends on its position along the axis parallel to the system axis (see axis of rotation A in FIG. 1). It is shown whether it is drawn in the reconstructed image with high contrast. Depending on the spiral algorithm, the noise sensitivity may be larger or smaller than in conventional shooting, whereas the slice sensitivity profile is usually wider than in conventional shooting. . In this regard, FIG. 2 contrasts the spread of the slice sensitivity profile E _{S at} the slice aperture width d with the ideal square slice sensitivity profile E _i , and the relative sensitivity is shown on the vertical axis with the position of the measurement system on the horizontal axis. . The X-ray beam 4 emitted from the focal point 13 is focused on the detector 15 using the second diaphragm 14 and irradiated. It turns out that the progress of the slice sensitivity profile in addition to the slice thickness is also necessary to judge the image quality of the CT system. In this case, the sharper the side edge of the slice sensitivity profile, the more the desired slice to be diagnosed is reproduced. The contribution of adjacent slices to the constituent images is reduced, and the occurrence of partial volume artifacts in the image described later due to object detail detected at the edges of the slices is also reduced. Previously known methods (Willi. A. Kalender, “Principles and Performance of Spiral CT” (edited by LW Goldman and JB Fowles, “Medical CT and Ultrasound: Current Technology and Applications”, 379-410). Page, Advanced Medical Publishing, 1995) is substantially differentiated by the spacing of interpolation partners and the type of interpolation function. In practice, however, these methods have several drawbacks, which do not fully demonstrate the advantages of spiral computed tomography.
[0007]
For example, if some high-contrast objects or parts thereof, such as bones, only partially protrude into the measurement slice, so-called partial volume artifacts occur, which are part of the target part and its surrounding spiral attenuation values. Appearing as a change, the object contour may also change. This artifact occurs more frequently as the thickness of the slice used for the measurement is wider. The reduction in slice width reduces the occurrence of artifacts, but increases the noise amplitude.
[0008]
Furthermore, the known spiral algorithm has a characteristic that the noise amplitude in the reconstructed image and the noise amplitude in the three-dimensional image reconstruction are modulated to some extent strongly and non-uniformly in the z direction. It is very disturbing and causes doctors to interpret mistakes.
[0009]
Moreover, when evaluating several portions of the target volume with different slice thicknesses by means of a conventionally known spiral algorithm, the aperture in front of the X-ray source is adjusted differently, ie with different slice aperture widths d (see FIG. 2) Each additional measurement needs to be performed, which increases the amount of exposure to be diagnosed. This is particularly undesirable in the calculation of the three-dimensional display of the region to be diagnosed, because resolution anisotropy occurs.
[0010]
Attempts to eliminate the aforementioned drawbacks of the known spiral algorithms by image averaging have actually failed, because of the long image calculation time required for this, ie this long image calculation time. Hinders obtaining an instantaneous image, ie providing a calculated image immediately after the end of the measuring operation.
[0011]
[Problems to be solved by the invention]
It is an object of the present invention to avoid or reduce partial volume artifacts, noise non-uniformity and resolution anisotropy in a reconstructed image of a slice to be diagnosed, and to reduce calculation time for image reconstruction. To form a method of the type described at the beginning.
[0012]
[Means for Solving the Problems]
According to the first aspect of the present invention,
a) comprising a patient bed (6) for accommodating the diagnostic object (P) during operation of the computed tomography apparatus (1);
b) further comprising a measurement system that rotates around the patient (6) during operation of the computed tomography apparatus, the measurement system comprising an X-ray source (3) and an X-ray receiver ( 5), the X-ray beam (4) is emitted from the X-ray source (3) during the operation of the computed tomography apparatus (1), the X-ray beam (4) hits the X-ray receiver (5),
c) Further, a computing device for evaluating a measurement signal supplied from the X-ray receiver (5) during operation of the computed tomography apparatus (1) and corresponding to the spiral attenuation value S (α, β) of the diagnostic object (P). In an image reconstruction method for a computed tomography apparatus operating in a spiral operation comprising (8),
d) during operation of the computed tomography device (1), the patient bed (6) and the measuring system (3, 5) are positioned relative to each other;
[0013]
[Outside 5]

[0014]
[Expression 2]

[0015]
[Outside 6]

[0016]
In the second invention,
This is solved by having an electronic computing device (8) that operates in a spiral manner and operates in the method of any one of claims 1 to 4 during image reconstruction.
[0017]
The spiral algorithm generated by the introduction of additional degrees of freedom, ie the number of superpositions N _S , the superposition interval α _S and the strength of the kth superposition contribution value g _k , overcomes the above-mentioned drawbacks of the previously known spiral algorithms. Remove or at least reduce. The spiral algorithm represented by Equation 2 provides further advantages over the prior art, i.e., reconstructed images of slices to be diagnosed by performing calculations on raw data (measurement data). The doctor can obtain the number necessary for diagnosis. Thus, the computation time for such a superimposed image is compared to the conventional superposition of images often required in planar spiral computed tomography in order for the physician to recognize details in the slice image being diagnosed. It is reduced by a factor N _S Te. Furthermore, the time advantage is significantly greater than the spiral image of the conventional method with a thin slice thickness to handle a certain target volume due to the thick effective slice thickness of the superposition method of the present invention. This is obtained by requiring only a small number of images. Accordingly, the time required for diagnosis by the doctor is greatly shortened, and the cost of document formation is also reduced. For example, Willy. A. Known from Kalender, “Principles and Performance of Spiral CT” (edited by LW Goldman and JB Fowles, “Medical CT and Ultrasound: Current Technology and Applications”, pages 379-410, Advanced Medical Publishing, 1995). When selecting an interpolation algorithm referred to as 180LI (180 ° linear interpolation), that is, this interpolation algorithm opposes each other at 180 ° for a measurement system consisting of an X-ray source and an X-ray receiver for interpolation. Using data measured at the location, N _S = 4, α _S = π and g ₁ = g ₂ = g ₃ = g ₄ = 0.25, in this case given by the method of the invention The number of images and the computation time for the processing of the volume of the material is approximately that compared to a spiral image with a thin slice thickness. Only the number 4 is reduced.
[0018]
In one variation of the method of the present invention, the following parameters are selected.
[0019]
Number of superpositions N _S = 2
Superposition interval α _S = π
Intensity of the kth superimposition contribution value g ₁ = g ₂ = 0.5
Thus, image reconstruction is performed using the following method.
[0020]
[Equation 3]

[0021]
However, α∈ [0; α _G + π].
[0022]
In this superimposition method, the spatial modulation of noise amplitude, that is, noise non-uniformity, in the reconstructed image of the slice to be diagnosed is greatly reduced compared to the starting point method according to Equation 1.
[0023]
In another variant of the invention, the following parameters are used:
[0024]
[Outside 7]

[0025]
[Expression 4]

[0026]
[Outside 8]

[0027]
[Outside 9]

[0028]
[Outside 10]

[0029]
However,
α∈ [0; 2π],
N (α) = ceil [(α _W −α) / (2π)]
And ceil (x) is the smallest integer greater than x.
[0030]
[Outside 11]

[0031]
A computed tomography apparatus that implements the method of the present invention operates in a spiral operation and has a computing device that operates in image reconstruction according to one of the methods of the present invention, and has the following parameters: number of superpositions N _S , The superposition interval α _S and the intensity g _k of the kth superposition contribution value can be set independently of each other. By changing the following parameters, ie, the number of superpositions N _S , the superposition interval α _S and the strength g _k of the kth superposition contribution value, for example, the noise amplitude is measured and the measured spiral attenuation value in the image to be reconstructed of the slice to be diagnosed Can be set independently of Furthermore, the effective slice thickness d _eff belonging to the slice aperture width d (see also FIG. 2) can be set regardless of the measured spiral attenuation value in the reconstructed image. This is important in connection with the three-dimensional reconstruction of the slice image to be diagnosed, and is also important in conversion to an appropriate plane. This is because this makes it possible to match the image resolution in the axial direction (z direction) to the image resolution in the image plane, ie the plane of the slice. To achieve this, only a parameterized superposition method suitable for a given reconstruction kernel need be applied, thereby achieving three-dimensional isotropic image resolution.
[0032]
One embodiment of the invention is illustrated in the accompanying drawings.
[0033]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Next, the present invention will be described in detail based on embodiments with reference to the drawings.
[0034]
[Outside 12]

[0035]
In order to make a radiological diagnosis of the patient P, the measurement systems 3, 5 rotate around the measurement area 10 and the patient P is located in the measurement area 10. In order to realize this, the electric motor 12 drives the rotary table 11. The rotational axis that travels substantially in the z-direction of the orthogonal coordinate system described in FIG. During the radiological examination, the patient bed 6 is normally continuously and at a constant table forward speed Z _U with the patient P lying on the patient bed 6 in the z direction of the coordinate system described in FIG. It moves to. The radiological measurement system 3 around the patient P due to the relative movement of the patient bed 6 relative to the radiological measurement system 3, 5 moving in the xy plane of the Cartesian coordinate system substantially as shown in FIG. , 5 is obtained, and the X-ray source 3 fed from the X-ray generator 7 is operated for continuous X-ray irradiation during the scanning movement. In this way, the projection (attenuation profile) is received by the slice of the patient P, and the data set to which the measurement data (spiral attenuation value) belongs is supplied from the X-ray receiver 5 to the computing device 8, which computes the data set. Is buffered and evaluated.
[0036]
[Outside 13]

[0037]
Finally, the calculation device 8 calculates an attenuation coefficient of a predetermined pixel from the formed data set and reproduces it as an image on the monitor 9. Accordingly, an image of the slice of the patient P that has been transmitted through X-rays appears on the monitor 9.
[0038]
[Outside 14]

[0039]
S (α, β) = g (α, β) S (α + α _r −0.5α _G , β) (1)
S (α, β) is a spiral attenuation value in a channel having a projection fan angle β having a projection angle α, and the fan angle β is located at the center of the fan X-ray bundle 4 and is not necessarily the X-ray receiver 5. It is represented with reference to a line L that does not need to travel through the detector elements.
[0040]
[Outside 15]

[0041]

To the aforementioned method 180LI. The plus sign in Equation 6 holds for α <π + β _F , the minus sign holds for α ≧ π + β _F , β _F is the total fan angle, and α _G = 2 (π + β _F ) is the maximum projection angle. However, these are in method 180LI.
[0042]
In the known method, only one spiral weight is considered each, whereas in the method of the present invention a plurality of spiral weights are superimposed. Accordingly, the number of superpositions N _S , the superposition interval α _S and the strength g _{k of} the kth superposition contribution value are obtained as additional parameters. Thus, starting from any weighting method according to Equation 1, in the most general case of the superposition method of the present invention:
[0043]
[Equation 5]

[0044]
Is established.
[0045]
[Outside 16]

[0046]
The projection angle α runs in this case from 0 to α _W = α _G + 2α _{S in} the method according to the invention, in which projections are continuously received by the slices of the patient P. The superposition interval α _S can be freely selected depending on the case of calculation, and is calculated according to 2π (ΔZ _S / Z _U ), where ΔZ _S is the image interval of the image to be reconstructed, and Z _U is the figure 1 is the axis of rotation of the coordinate system described in 1 in the z direction, that is, the bed advance distance of the patient bed for each rotation of the measurement systems 3 and 5 around the patient P. Different relative weights are assigned to the spiral weights g (α, β) depending on the superimposition contribution value g _k . However, the sum of the superposition contribution values g _k is 1.
[0047]
[Outside 17]

[0048]
[Formula 6]

[0049]
The superimposition contribution values g ₁ to g ₃ do not have to have the same value, and can be different from 1/3. At this time, the sum of the superposition contribution values must be 1 as described above. .
[0050]
There are various feature representations starting from the general superposition method of the present invention according to Equation 2, which differ in the following parameters: the number of superpositions, the superposition interval and the strength of the kth superposition contribution value. Selection has special characteristics and leads to another image result.
[0051]
For example, if the number of superpositions N _S = 2, the superposition interval α _S = π and the strength of the kth superposition contribution value g ₁ = g ₂ = 0.5 are selected,
[0052]
[Expression 7]

[0053]
This method significantly reduces the spatial modulation of the noise amplitude compared to the starting point method according to Equation 1. For example, as schematically shown in FIG. 5, the noise amplitude (RA) in the imaging of the spiral attenuation value at the position a of the X-ray source 3 has an interval R from the center M of the measurement region 10. It is high (RAH (a)) in the circular region B having the radius r, and is low (RAN (RAN () in the circular region C having the radius r and similarly having the distance R from the center of the measurement region 10). a)), and the centers of the circular regions B and C are located on one common straight line passing through the center M of the measurement region 10, the X-ray source 3 is rotated by α _S = π, When source 3 is located at position b, the reverse is true (B = RAN (b), C = RAH (b)).
[0054]
[Outside 18]

[0055]
Furthermore, the noise amplitude of the image to be reconstructed is selected by appropriately selecting the following parameters, namely the number of superpositions N _S , the superposition interval α _S and the intensity g _k of the kth superposition contribution value according to the superposition method of the present invention. Can be set independently of the measurement of the spiral attenuation value S (α, β). For example, when N _S = 2, α _S = 2π · ξ (0 ≦ ξ ≦ 0.5) and g ₁ = g ₂ = 0.5 are selected, the following method is obtained.
[0056]
[Equation 8]

[0057]
However, the projection angle α travels from 0 to α _W = α _G + 2π · ξ. In this way, the noise amplitude can be changed by the parameter ξ. For example, when a slice reference image is obtained from a planar reference image of a slice of patient P, that is, measurement system 3, five measured attenuation values having noise amplitude σ ₀ at a constant z position, the superposition method according to Equation 8 is used. For example, a noise amplitude of the following equation is obtained using 180LI.
[0058]
[Equation 9]

[0059]
Suppose that the parameter ξ is selected by Equation 10.
[0060]
ξ _T = (1/3) + (2/3) cos {(1/3) arccos (-1/8) + (3π / 4)} = 0.3612 (10)
In this case, the noise amplitude of the reconstructed image of the slice of the patient P using the superposition method according to Equation 8 is the same size as the noise amplitude of the reference image. In this case, the reference image is a slice aperture width, filtering, tube voltage, tube current, zoom, image center, and reconstruction kernel values obtained by measuring and calculating an image of the same object (patient P). The image with the same value as in the reconstructed image using 8 is selected.
[0061]
Furthermore, the effective slice thickness d _eff belonging to the slice aperture width d is determined by appropriately selecting the following parameters, namely the number of superpositions N _S , the superposition interval α _S and the intensity g _k of the kth superposition contribution value. Regardless of the measurement spiral attenuation value S (α, β), it can be set in the reconstructed image. As in the case described above, when N _S = 2, α _S = 2π · ξ (0 ≦ ξ ≦ 0.5) and g ₁ = g ₂ = 0.5 are selected, the superposition method according to Equation 8 is used in the case of 180 LI. The following effective slice thickness is obtained at the bed forward feed distance Z _U = d corresponding to the slice aperture width d (see FIG. 2).
[0062]
d _eff = {1 / (1-ξ)} {(1/4) (1 + ξ) ² − (3/2) ξ + 3/4} d (11)
In this case, the effective slice thickness d _eff can be changed by changing the parameter ξ. As mentioned above, this is important in connection with the reconstruction of a three-dimensional image and when converting to an appropriate plane, because this reduces the resolution of the image in the axial direction (z direction) to the image plane. This is because it can be matched with the resolution of the image in the (xy plane).
[0063]
[Outside 19]

[0064]
[Expression 10]

[0065]
[Outside 20]

[0066]
As described above, this method provides a small artifact amplitude due to a small slice stop width d and a small noise amplitude according to a method using a slice stop width twice as large. In addition, noise amplitude non-uniformity is also reduced. When the example 180LI is applied to this superposition method, the following noise amplitude is obtained for the above-described reference image having the noise amplitude σ ₀ .
[0067]
At p = 1
[0068]
[Expression 11]

[0069]
However, p (pitch) is a bed advance without a dimension.
[0070]
In this example, the effective slice thickness at the bed forward feed distance Z _U = pd can be expressed by the following equation.
[0071]
[Expression 12]

[0072]
By relying on the method of the present invention, the image calculation time can be reduced to the image calculation time of a normal 360 ° image of the slice of patient P, ie this is achieved by accumulating the weighted attenuation values according to Is done.
[0073]
[Formula 13]

[0074]
[Outside 21]

[0075]
FIG. 6 shows one example of reducing the computation time in the accumulation of weighted spiral attenuation values with N _S = 3. Clearly due to α _W = 7π, N (α) = 4 when 0 ≦ α <π and N (α) = 3 when π ≦ α <2π.
[0076]
[Outside 22]

[0077]
Therefore, the amount of exposure and stay time of the patient due to the superimposing method of the present invention can be reduced in different applications in spiral computed tomography apparatus, which was not possible with the conventional spiral algorithm. For example, bone diagnosis can be performed with images of the starting method according to Equation 1 in tasks where slice sensitivity profiles of different widths (for example, soft segment diagnosis and bone diagnosis in the same volume) are needed to elucidate It is. N _S = 4 from the same data set, it is possible to perform the soft segments diagnosis _{_{α S = π · d eff /}} Z U and g ₁ ~g ₄ = 0.25 computed image by the method. The patient has the advantage of not being exposed to X-rays for a second measurement at a larger slice thickness and not lying on the bed for the duration of the second measurement.
[0078]
In addition, time saving benefits are obtained when slice sensitivity profiles of different widths are required in adjacent volume portions. In this case, imaging over the entire volume can be performed with only one (thin) slice, and an appropriate effective slice thickness can be selected for each volume portion during image calculation.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a schematic view of a computed tomography apparatus for performing the superposition method of the present invention.
FIG. 2 is a schematic diagram showing the formation of a slice sensitivity profile of a rectangular shape as much as possible by the aperture width in the vicinity of an appropriate detector of the X-ray flux and the widening of the slice sensitivity profile in spiral CT.
FIG. 3 is a schematic diagram illustrating an interval Δz _S between reconstructed images of a patient's slice in the axial direction (z direction).
FIG. 4 is a schematic diagram illustrating one example of a superposition method of the present invention having spiral weight superposition with N _S = 3.
FIG. 5 is a diagram illustrating a method for reducing noise non-uniformity in a reconstructed image according to one variation of the method of the present invention.
FIG. 6 is a diagram illustrating one example of reducing the calculation time for accumulation of weighted spiral attenuation values.
[Explanation of symbols]
A Axis of rotation B, C Circular area d Slice aperture width d _eff Effective slice width E _i Ideal slice sensitivity profile E _S Slice sensitivity profile g (α, β) in spiral CT Spiral weight L Line M Center point P Patient r Radius R Interval RAH Noise amplitude High RAN Noise amplitude Low α _S superposition Interval α _G Maximum projection angle α that depends on the conventional weighting method α _W Maximum projection angle that depends on the method of the superimposition method of the present invention α _r Projection angle β of the reference projection Fan angle

S (α, β) Spiral attenuation value z _r z position of the reference projection 1 Computed tomography apparatus 2 Focus 3 X-ray source 4 X-ray bundle 5 X-ray receiver 6 Patient bed 7 X-ray generator 8 Calculation time 9 Monitor 10 Measurement area 11 Rotary table 12 Electric motor 13 Focus 14 Aperture 15 Detector

Claims

a) a patient support for accommodating the patient to be examined;
b) means for performing a spiral scan of the patient;
c) with computer means
In computed tomography apparatus operating in spiral mode with
The means for performing a spiral scan rotates a measurement system comprising an X-ray source and an X-ray receiver in a plane around the patient support table, and at the same time, moves the patient support table in a feed direction relative to the plane. At the same time, a spiral scan of the patient is performed by emitting X-rays from the X-ray source, and the emitted X-rays are attenuated by the patient and hit the X-ray receiver, whereby the spiral attenuation value S A measurement signal from the X-ray receiver containing (α, β) is formed;
The computer means evaluates the measurement signal and uses the following weighting method to reconstruct each image of the patient's planar slice from the spiral attenuation values S (α, β):

Weighted spiral attenuation values using

Seeking
here,

Is a weighted spiral attenuation value of the patient's planar slice ;
S (α, β) is the spiral attenuation value,
g (α, β) is the spiral weight,
α∈ [0; α _W ] is the projection angle,
α _W = α _G + (N _s −1) α _s is the maximum projection angle,
α _G is the maximum projection angle depending on the weighting method,
β is the fan angle,
α _r is the projection angle of the reference projection, and the position of the reference projection indicates the position of the image plane of the weighted data set of the spiral attenuation value with respect to the feeding direction of the patient support.
N _s is the number of superpositions,
α _s = 2π (Δz _s / z _u ) is the interval of the superposition,
Δz _s is the image interval of the image to be reconstructed,
z _u is the feed distance of the patient support per rotation of the measurement system;
g _k represents the k-th superimposing contribution values,

The computed tomography apparatus characterized by the above-mentioned.

2. The computed tomography apparatus according to claim 1, wherein the number of superpositions N _S = 2, the superposition interval α _S = π, and the kth superposition contribution value g ₁ = g ₂ = 0.5.

Number of superpositions N _S = 4,

, K-th superposition contribution value g ₁ = g ₂ = g ₃ = g ₄ = 0.25, where

The computed tomography apparatus according to claim 1, wherein is an effective slice thickness of an arbitrary weighting method .

Weighted spiral attenuation value

Accumulation of

Made according to
α∈ [0; 2π],
N (α) = ceil [(α _W −α) / (2π)]
The computed tomography apparatus according to any one of claims 1 to 3, wherein ceil (x) is a minimum integer larger than x.

Number of superpositions N _ss , Superposition interval α _ss , And kth superimposition contribution value g _kk The computed tomography apparatus according to claim 1, further comprising means for independently selecting each of the two.